Deney ve Kontrol Grupları Affetme Esnekliği, Stresle BaĢa Çıkma, Dini BaĢa

Por séculos, quando os tecidos humanos tornavam-se doentes ou eram danificados, a medicina tinha poucos recursos a não ser remover a parte danificada. A remoção de articulações, vértebras, dentes ou órgãos não levavam a uma melhora considerável na qualidade de vida do indivíduo. Contudo, o tempo de vida do ser humano nesta época raramente excedia a progressiva diminuição na qualidade dos tecidos, tal que a necessidade de substituição dos mesmos era muito pequena. Entretanto, durante o ultimo século a situação mudou muito. A descoberta de anti-sépticos e outros antibióticos, o aumento no saneamento e vacinações contribuiu para aumentar o tempo de vida do ser humano nos países desenvolvidos. Nestes países, a expectativa de vida é de aproximadamente 80 anos. Isto significa que muitos indivíduos sobrevivem à qualidade de seus tecidos conectivos. Felizmente nos últimos 30 anos a medicina evoluiu e foi possível substituir tecido humanos com razoável sucesso. Uma parte importante nesta revolução foi o desenvolvimento de materiais denominados biomateriais.

Contudo, a maioria dos implantes utilizados nos dias de hoje continuam a sofrer problemas de instabilidade na interface com o tecido vivo, e o desajuste biomecânico do modulo elástico que provoca o fenômeno chamado ”stress shielding“ faz com que o implante impeça que o osso seja devidamente solicitado. Além disso, todos os implantes utilizados nos dias de hoje perdem

duas das mais críticas características do tecido vivo: 1) a habilidade de auto- reparação e (2) habilidade para modificar sua estrutura e propriedades em resposta a variações nas condições do organismo tais como carga mecânica ou fluxo sangüíneo.

As conseqüências das limitações apresentadas acima são profundas. Todos os implantes têm um tempo de vida limitado. Durante a última década considerável atenção foi dirigida ao uso de fixação bioativa dos implantes, definida como a ”ligação interfacial do implante e do tecido pôr meio da formação de uma camada de hidroxiapatita biologicamente ativa sobre a superfície do implante”. Uma vantagem importante dessa fixação é que a ligação bioativa tem resistência igual, ou maior, a do osso após três ou seis meses.

O mecanismo envolvido na formação dessa ligação já é bem estabelecido. Os cinco estágios desta reação são apresentados na Tabela 2.2. Estudos comparativos de várias composições de vidros, cerâmicas e vitro- cerâmicas bioativos têm estabelecido que existe uma série considerável de níveis de bioatividade como mostrada na Tabela 2.3 [40, 45].

Tabela 2.2 Reações na interface de um vidro bioativo para a formação da camada HCA (hidroxicarbonato-apatita). [44].

Estágio Processos Físico-químicos

1 Rápida troca iônica de Na+ _{e K}+ _{pertencentes ao material de implante}

por H+ _{ou H}

3O da solução:

Si–O–Na+ _{+ H}+ _{+ OH}- _{→ SiOH}+_{+ Na}+_{(solução) + OH}-

Este estágio geralmente é controlado por difusão

2 Perda da sílica solúvel do material de implante na forma de (SiOH)4

para a solução, que é o resultado da quebra de ligação Si-O-Si e da formação dos grupos silanóis.

Si–O–Si + H2O → Si-OH + OH-Si

3 Condensação e repolimerização da camada rica em sílica na superfície do material lixiviado dos cátions alcalinos terrosos.

O O O O

O-Si-OH + HO-Si-O → O-Si-O-Si-O + H2O

O O O O 4 Migração dos grupos Ca2+ _{e PO}

4 3- para a superfície através da

camada rica em sílica formando um filme fino rico em CaO-P2O5 na

superfície da camada de sílica, e posterior crescimento da camada amorfa rica em CaP (CaO-P2O5) pela incorporação do cálcio e fosfato

da solução.

5 Cristalização da camada amorfa rica em CaO-P2O5 pela incorporação

dos anions H-_{, CO}

32- ou F- da solução para formar a camada hidroxi-

carbonato- fluorapatita

Tabela 2.3 Índice de bioatividade dos materiais (IB = 100/ t0.566 , onde t0.566 é o tempo para que 50% da interface esteja ligada ao osso) [40-44]. Biomaterial IB Classe de Bioatividade Ligação com o osso Ligação com os tecido moles Vidro bioativo 45S5 12.5 A Sim Sim Vidro bioativo 52S4.6 10.5 A Sim Sim Vitro-cerâmica A/W 6 B Sim Não Vitro-cerâmica Ceravital 5.6 B Sim Não Vidro bioativo 55S4.3 3.7 B Sim Não cerâmica Hidroxiapatita 3.1 B Sim Não Ceravital K6X, KX’ 2.3 B Sim Não

Alumina 0 0 Não Não

Uma série muito limitada de composições de vidro contendo SiO2-Na2O- CaO-P2O5, em proporções específicas, exibe alto índice de bioatividade. A relação entre composição e bioatividade é mostrada na Figura 2.6 [45]. Todas as composições mostradas nessa figura apresentam 6% em peso de P2O5. Vidros com composições na região A correspondem àqueles chamados bioativos, os da região B são denominados vidros biotoleráveis e os da região C são os reabsorvíveis (que desaparecem dentro de 10 a 30 dias após o implante). Os vidros correspondentes à região D não foram obtidos experimentalmente, e por esta razão, não foram testados quanto à sua bioatividade.

Figura 2.6 Diagrama ternário de bioatividade do sistema Na2O-CaO-SiO2 com 6% P2O5, segundo Hench [45].

Apesar da comprovada bioatividade dos biovidros desenvolvidos por Hench, a sua baixa resistência mecânica e tenacidade à fratura têm impedido a sua aplicação em implantes estruturais. Até o momento não existe, em nível mundial, um material cerâmico, metálico ou polimérico que reúna o elevado

nível de bioatividade e módulo elástico, compatível com o dos ossos, com boa propriedade mecânica.

Um caminho natural para o aumento das propriedades mecânicas de um vidro é a cristalização controlada. Portanto, é necessária a produção de uma vitro-cerâmica, a partir de composições próximas as dos biovidros, com microestrutura muita bem controlada, garantindo a melhora das propriedades mecânicas em relação às do vidro mãe, e na qual o mecanismo de bioatividade continue idêntico ao dos biovidros.

Estudos realizados com biovidros de várias composições mostraram que a cristalização dos mesmos não altera significativamente a sua bioatividade [46]. Como visto na Tabela 2.3, vidros bioativos diferentes dos desenvolvidos por Hench [47] foram estudados e, a partir deles, foram obtidos vitro-ceramicas.

Kokubo et al [48, 49, 50] desenvolveram uma vitro-cerâmica chamada A/W, a partir do pseudoternário 3CaO.P2O5.SiO2 – MgO.CaO.2SiO2 por sinterização e cristalização, obtendo um material com as fases oxifluorapatita e wollastonita, possível de ser usinada.

Höland et al [51, 52] devenvolveram vitro-cerâmicas Bioverit I, a partir do tratamento térmico controlado de nucleação e crescimento de cristais de um vidro do sistema SiO2-Al2O3-MgO-Na2O-K2O-CaO- P2O5. Ocorreu separação de três fases do vidro mãe: duas amorfas e uma cristalina (mica). A Bioverit II cujas fases cristalinas são mica, do tipo fluorflogopita, e cordeirita foi obtida a partir do sistema SiO2-Al2O3-MgO-Na2O-K2O-F. A presença de mica torna essas vitro-cerâmicas usináveis. A Bioverit III, obtida do sistema CaO-Al2O3- P2O5-Na2O com adição deZrO2 e FeO/Fe2O3 como agentes de nucleação, apresenta a cristalização de apatita e fosfatos de alumínio.

Russel et al [53, 54] têm desenvolvido trabalhos no sentido de aumentar a resistência mecânica da vitro-cerâmica Bioverit II através da produção de vitro-cerâmicas anisotrópicas pelo alinhamento de cristais de apatita através do processo de extrusão.

O primeiro biovidro desenvolvido por Hench foi muito pouco estudado quanto à possibilidade de obtenção de vitro-cerâmicas. O único estudo de cristalização neste sistema foi realizado por Peitl [46] em seu trabalho de

doutorado, no qual ele estudou os vidros SS (% em peso): (49,8 SiO2; 25,97 Na2O e 24,23 CaO) , SSP4 (48,49 SiO2; 23,75 Na2O; 23,76 CaO e 4 P2O5) e SSP6 (47,48 SiO2; 23,26 Na2O; 23,26 CaO e 6P2O5). Na Figura 2.7 estão as curvas de taxa de nucleação obtidas para os três vidros. Como pode se observar nessa figura, os vidros SSP4 e SSP6 apresentam uma taxa de nucleação volumétrica muito baixa o que torna inviável a obtenção de uma vitro-cerâmica com as características desejadas.

A classe de vidros contendo flúor, que ainda não havia sido estudada quanto à possibilidade de cristalização, foi um dos objetivos dessa tese.

Figura 2.7 Curvas de nucleação dos vidros estudados por Peitl [46].